Sobre calidad visual




El ojo humano es un sistema óptico imperfecto, esto significa que la luz como portadora de información óptica de un objeto cuando lo atraviesa sufre una serie de degradaciones y deformaciones inducidas por las características morfométricas de dicho sistema óptico, provocando por tanto un empeoramiento de la calidad óptica y por ende de la visual. Por otra parte, nuestros ojos están diseñados evolutivamente para compensar y neutralizar dichas imperfecciones o aberraciones y que no se vea afectada nuestra percepción de la realidad en demasía. En este sentido, podemos decir que la córnea posee una superficie geométrica denominada asférica prolata para minimizar el impacto de la aberración esférica y su potencial borrosidad sobre la imagen del sistema. Que a su vez la pupila es un esfínter que acota el flujo luminoso de entrada al sistema óptico eliminando factores marginales que degradarían la calidad imagen. O que el cristalino tiene un diseño y configuración anatómica para permitir flexibilidad y profundidad focal. Igualmente la retina y su distribución celular (efecto Stiles-Crawford) está organizada para optimizar el registro y posterior procesamiento de la señal. 


Las deformaciones referidas anteriormente se denominan aberraciones ópticas. Las predominantes son el desenfoque, caracterizadas por la miopía e hipermetropía y el astigmatismo. Tales defectos se compensan mediante corrección óptica, gafas o lentes de contacto. Pero el ojo sufre, además, las llamadas aberraciones de alto orden (asférica, coma, trefoil, tetrafoil…) que ya se pueden medir en la práctica clínica diaria con multitud de herramientas conocidas como aberrómetros, e incluso se pueden hasta neutralizar con los láseres excímer customizados de última generación. Estos sistemas quirúrgicos linkados a topógrafos y aberrómetros (p.ej. plataforma Zeiss MEL 80 + WASCA Analyzer + CRSmaster) permiten diseñar y personalizar tratamientos para eliminar del sistema dichas aberraciones y producir hipervisión o supervisión, conceptos de moda en la última década en la cirugía refractiva. 



El manejo matemático de las aberraciones de bajo y alto orden, es mediante los conocidos polinomios de Zernike, una solución sencilla para conceptos físicos complejos, que descompone y estratifica las aberraciones sufridas por el ojo en una secuencia sumatoria de ecuaciones. 



Como se comentó en el párrafo anterior, actualmente podemos alterar y mediar en ciertos parámetros medibles de las aberraciones ópticas y transformarlas a nuestro antojo para obtener mejores resultados visuales en una cirugía refractiva con láser. Hablemos en este sentido brevemente de lo que se conoce como monovisión avanzada modificada, técnica quirúrgica novedosa empleada en la actualidad para la presbicia. Imaginemos que nuestro paciente présbita tiene una miopía en ambos ojos y pretende ver bien y con calidad de lejos y cerca. A groso modo, en esta técnica lo que hacemos es construir o modelar con láser en la córnea del paciente una superficie hiperprolata, o lo que es lo mismo, muy asférica. Con esto desajustaremos la aberración esférica (o más conocida técnicamente como Z(4,0) en los polinomios de Zernike) y por ende el defocus o desenfoque del sistema (aberración de bajo orden). Con la tecnología Wavefront o de frente de ondas actual, podemos ajustar de nuevo el desenfoque con precisión micrométrica para que la calidad visual final tras el procedimiento no se vea afectada. (Hay un post en el que hablo de esto.) 

Estas aberraciones, igual que el desenfoque, producen un emborronamiento de la imagen retiniana: reducen el contraste y limitan el intervalo de frecuencias espaciales de la imagen, es decir, el grado de detalle y por tanto de nitidez. La contribución de las aberraciones de alto orden a la degradación óptica es, en general, menor que la del desenfoque o el astigmatismo. Su efecto se incrementa para pupilas de mayor diámetro en condiciones de media o baja iluminación, mesópicas o escotópicas respectivamente. Sin embargo, para pupilas pequeñas, los efectos de la difracción asociados al tamaño limitado de la apertura de entrada predominan sobre las aberraciones. La difracción es inherente a la naturaleza ondulatoria de la luz y cuando ésta atraviesa una apertura circular se difracta produciendo un patrón de interferencia de regiones iluminadas y oscuras. A este patrón de difracción resultante se le conoce como disco de Airy. El límite óptico debido a la difracción puede calcularse de manera empírica a partir del criterio de Lord Rayleigh que dice que dos líneas espectrales son todavía distinguibles si el máximo de uno coincide con el primer mínimo del otro. 


Una aberración esférica importante para un individuo y que afecta a su calidad óptica cuando conduce por la noche con una pupila de casi 9 mm de diámetro, queda totalmente neutralizada a las 12 del mediodía con una pupila de 2 mm. La pupila como sistema diafragmático es un valor añadido y determinante para la compensación de aberraciones ópticas. 

Aparte de la difracción y de las aberraciones comentadas en el apartado anterior, debemos también valorar la difusión o dispersión intraocular (scattering) que también es un factor fundamental a la hora de evaluar la calidad visual final del sujeto. Esta en los últimos años ha tomado relevancia en la clínica habitual y cada vez juega un papel más importante en nuestras consultas, dado que una empresa española patentó y comercializó un instrumento de doble paso, del que hablaremos más adelante, que objetivamente in vivo cuantifica la dispersión sufrida por el sistema óptico. La difusión es debida a opacidades o heterogeneidades en los medios e interfases oculares: lágrima, córnea, humor acuoso, cristalino y vítreo, siendo las cataratas con diferencia la mayor fuente de scattering intraocular. 


En un sistema óptico perfecto o estigmático libre de aberraciones, la imagen de un punto sigue siendo un punto. Por el contrario, en un ojo como es un sistema imperfecto limitado por difracción, la imagen de un punto será algo distinto al punto original, tanto en cuanto las aberraciones del sistema sean mayores. En esto se basan los aberrómetros para medir y cuantificar las deformaciones sufridas por el frente de ondas cuando atraviesa el ojo de un individuo. 


Ahora describiremos brevemente la metodología en la que se basan los aberrómetros utilizados actualmente. La técnica Hartman-Shack es la más conocida y consiste en la proyección de una fuente puntual sobre la retina; el frente de onda se muestrea, a la salida, con una matriz de microlentes. Un frente de onda perfecto forma múltiples imágenes aéreas en el punto focal de las microlentes. Para un frente de onda distorsionado, cada microlente muestrea una porción inclinada del frente de onda, de modo que las correspondientes imágenes se desvían de las posiciones ideales. A partir de estas desviaciones, se estima la aberración de onda en función de la posición en la pupila. 

En la técnica de doble paso se proyecta una fuente puntual en la retina. La imagen de vuelta se forma, tras pasar dos veces por los medios oculares, sobre una cámara CCD. A esto se le llama imagen aérea. 

Por último, tenemos la técnica del trazado de rayos por láser (Laser Ray Tracing). Muestrea el frente de onda en el camino de entrada hacia el ojo. Los rayos de luz entran en el ojo por distintas partes de la pupila. Por efecto de las aberraciones, los rayos se desvían con respecto al correspondiente a una pupila centrada. Se capturan imágenes sobre una cámara CCD igual que en el doble paso, a medida que un haz láser escanea el ojo. 

Para concluir la monografía sobre calidad visual, explicaremos a través de un sistema doble paso desarrollado íntegramente en España llamado OQAS™ II, como calculamos y evaluamos la calidad visual de un paciente expresada a través de unos descriptores y caracterizadores: 

MTF, PSF y OSI. 


DESCRIPTORES DE CALIDAD VISUAL 

Estos parámetros se miden objetivamente con un sistema de doble paso mediante OQAS™ II (Optical Quality Analysis System) (Visiometrics S.L, Tarrasa, España). El emisor de luz es un láser infrarrojo de 780 nm filtrado y colimado, cuya imagen se forma sobre la retina del individuo. Al reflejarse en esta, la luz cruza dos veces el medio ocular y un algoritmo analiza el tamaño y la forma del punto de luz reflejado. Las imágenes obtenidas contienen toda la información acerca de la calidad óptica del ojo, incluso las aberraciones de orden superior y la luz difusa (dispersión o scattering), las cuales no son tenidas habitualmente en cuenta por la mayoría de técnicas aberrométricas. Estas aberraciones de orden superior pueden tener un impacto importante en cirugía refractiva, del mismo modo que la luz difusa en el ojo senil. Habitualmente la MTF y la PSF son sobreestimadas por todos los aberrómetros debido a la difusión de la luz. 

La MTF de un sistema óptico, es una función que permite evaluar el grado de detalle que el sistema es capaz de distinguir, o lo que es lo mismo, evalúa la relación entre el contraste en la imagen que forma el sistema y el contraste original de la escena observada. En el caso del ojo humano, la MTF indicará cuánto disminuye el contraste que había en la escena real después de atravesarlo. La reducción del contraste es mayor para frecuencias espaciales altas (detalles finos y contornos en la imagen). Por esto, la MTF es una función de la frecuencia espacial. 

Si el contraste en la imagen es el mismo que el contraste en el objeto, el valor de MTF es máximo, (MTF(0)=1). Este valor sólo se obtiene para frecuencia espacial (ciclos por grado o cpg) igual a cero, esto es, cuando el objeto observado es un plano uniforme, sin franjas, ni bordes, sin variaciones de intensidad. A medida que la frecuencia espacial aumenta, la MTF disminuye, porque el contraste en la imagen es cada vez menor que en el objeto. 


Fig.1. Representación gráfica linear y logarítmica respectivamente de MTF 

Una frecuencia espacial baja es análoga al concepto de agudeza visual baja o visión de detalles gruesos, mientras que frecuencias espaciales altas se asemejan al concepto de agudeza visual alta o visión de detalles finos. Cualquier objeto puede ser descompuesto en frecuencias espaciales .Así, las frecuencias espaciales altas contienen la información de los detalles finos o pequeños, y las frecuencias espaciales bajas contienen la información “gruesa”, básicamente la forma o silueta del objeto. Si cogemos un retrato por ejemplo, y aplicamos un algoritmo de filtrado de frecuencias, dejando sólo las frecuencias bajas veríamos la silueta, pero sin detalles. Al ir añadiendo frecuencias más altas irían apareciendo detalles finos (los ojos, las arrugas…). 


La PSF de un sistema óptico se refiere a la distribución de intensidades de la imagen de una fuente luminosa puntual tras su paso por dicho sistema. En una representación gráfica 2D, donde Y es la intensidad normalizada y X es la anchura de la imagen en minutos de arco, la intensidad es máxima en el centro del punto imagen y a medida que nos alejamos hacia los extremos de la mancha imagen, disminuye la intensidad lumínica confundiéndose con la dispersión producida (fig.2). Si el sistema óptico del ojo humano fuera perfecto, la imagen de un punto reflejado en la retina habiendo pasado por el medio ocular sería el mismo punto exacto. Por tanto, la función PSF da información de cómo se distorsiona o degrada la imagen respecto al punto original. Esta función depende de parámetros como el desenfoque, las aberraciones, la dispersión, el diámetro y forma pupilar y está limitada por la difracción. 

Fig.2. Representación 2D/3D de PSF. 


La difusión intraocular es el fenómeno de modificación de la trayectoria de la luz, debido a la interacción de esta con heterogeneidades o discontinuidades en los medios oculares. El OSI (fig.3), es un índice que corresponde al grado de dispersión o difusión que se produce en un sistema óptico cuando existe una opacidad en algún medio por el que atraviesa la luz. Cuando la luz emitida por la fuente de OQAS™ atraviesa el ojo por dos veces, es recogida por el sistema y analizada para evaluar el grado de difusión, correspondiente a la cantidad de energía presente en las regiones periféricas de la imagen que provienen de luz difundida por el ojo. Se estima que OSI inferiores a 1.2 corresponden a ojos que producen poca dispersión y superiores a este rango, son ojos con algún grado de opacidad en los medios ópticos: cataratas, opacidades vítreas, leucomas cornéales, opacidades capsulares, etc, que por tanto difunden mucho la luz. 

Fig.3. Se observa como el índice OSI cuantifica el incremento de luz difundida. 

En conclusión, midiendo las funciones PSF, MTF y OSI objetivamente con OQAS™ II, tenemos descriptores de la calidad óptica del paciente para poder evaluar la calidad óptica del ojo.

¿QUÉ ES OQAS? 

OQAS™ (Optical Quality Analysis System), es un instrumento para la determinación objetiva en un entorno clínico de la calidad óptica del ojo (fig. 4). Está basado en un diseño asimétrico de un sistema de doble paso, lo cual garantiza que la imagen registrada contiene toda la información acerca de la óptica del ojo, al que se han incorporado nuevos elementos para permitir su utilización en la práctica clínica. 

Fig. 4. Sistema de doble paso OQAS™ II 


En el esquema de la fig. 5 se puede observar que la imagen aérea captada por una cámara CCD es adquirida por un ordenador. La información digitalizada es tratada y procesada con el fin de extraer información sobre el estado óptico del ojo medido. Toda esta información se presenta a través de una interfaz con distintas opciones de visualización del registro realizado y con diferentes parámetros que tienen por objetivo definir la calidad óptica ocular. 

Fig.5. Esquema de un doble paso. 

El diseño permite seguir fácilmente los pasos necesarios para finalmente realizar la captura de la imagen de doble paso. La medida requiere que el ojo se encuentre centrado ópticamente y que se conozca la refracción esférica del mismo con un error de ± 2 Dp. El posicionado correcto se consigue mediante el desplazamiento del cabezal óptico del equipo mientras el paciente permanece estático. Esto se realiza por medio de la observación de la pupila del ojo del paciente, que se muestra en la pantalla de inicio, y cuya imagen es registrada mediante una cámara CCD. Cuando el ojo se halla posicionado correctamente se inicia la secuencia de medida que consiste en la determinación del diámetro de la pupila, la búsqueda del mejor enfoque a través de un barrido de medidas para diferentes correcciones de refracción esférica y, finalmente, con este valor de refracción óptimo se realiza la medida. 

La información se presenta automáticamente mostrando la imagen de doble paso con representaciones que faciliten su interpretación (fig.6). Por ejemplo, se presentan visualizaciones en dos y tres dimensiones. En este último caso la altura de la imagen representa la intensidad. El patrón de colores observado en las imágenes se corresponde con los niveles de intensidad medida. 

Fig.6. Página de resultados de OQAS™. 


"Para los que ven más allá..."

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